鼻腔氣流運動的個體化測量

盧九星 韓德民 張 羅

(首都醫科大學附屬北京同仁醫院耳鼻喉頭頸外科北京市耳鼻咽喉科研究所教育部耳鼻咽喉頭頸科學重點實驗室，北京100730)

鼻腔位于呼吸道的首端，功能有通氣、過濾、清潔、加溫、加濕、共鳴、反射及嗅覺，無一不依賴于呼吸氣流通過鼻腔而加以實現。鼻腔鼻竇結構復雜，在人類進化過程中逐漸形成，具有物種特異性，并非簡單的氣流通道。以呼吸氣流運動為切入點，找出氣流運動與鼻腔解剖結構、功能狀態之間的規律性關系，進而幫助評估鼻腔生理、病理狀態，對上呼吸道的功能判斷、疾病預防以及矯正手術的量化分析均有一定價值。

鼻腔空氣動力學興起于20世紀80年代［1］，目前的主要研究方法是數值模擬，利用有限元的方法對上呼吸道進行氣流場分析、計算和預測。Tan等［2］根據20例鼻竇計算機斷層掃描(computed tomography，CT)圖像，三維重建后對氣流場進行網格劃分，求解納維葉-斯托克斯(Navier-Stokes)方程，得到中國人正常鼻腔在吸氣、呼氣2個時相，穩態(氣流速率不隨時間變化)條件下的氣流運動參數。Liu等［3］采用相似的方法，分析鼻中隔偏曲對氣流的影響，發現偏曲位置會影響氣流，若合并下鼻甲代償性肥大，偏曲側之凹面氣流會出現明顯變化。鼻腔空氣動力學在不侵入氣道的情況下得到氣流場的全部信息，具有任何器械檢查不可比擬的優勢，但人為控制邊界條件，使得模擬結果只具有參考性而不能反映真實情況，例如穩態條件的設定就簡化了呼吸過程。且據目前文獻［1-3］，往往一個樣本都設置相同的邊界條件，雖然如此設置可以充分顯示不同解剖結構對氣流的影響，但卻不能個體化反映當時的氣流情況。為了逐漸將鼻腔空氣動力學應用于臨床，將氣流運動情況加入評估體系，本研究綜合利用CT、鼻阻力儀和鼻聲反射儀3種檢查手段，進行上呼吸道氣流場的數值模擬，力圖對受試者進行個體化測量，真實反映氣流場情況。

1 資料與方法

1.1 研究對象

受試者10名，漢族，19～21歲，平均年齡(19.5±10.97)歲。其中男性5名，平均(19.6±1.68)歲;女性5名，平均(19.4±2.32)歲。受試者身體質量指數(body mass index，BMI)在18～25之間，平均21.31±0.97，其中男性平均21.67±1.11，女性20.96±0.87。身體健康，五官端正，無先天性顱面部畸形，齒列整齊，無急慢性鼻炎、鼻竇炎、鼻外傷、鼻出血、鼻囊腫、明顯鼻中隔偏曲穿孔、鼻塞、鼻異物、鼻畸形等，近3月未患急性鼻科疾病、無鼻腔局部用藥史、無鼻堵。試驗符合人體試驗倫理學標準，受試者嚴格簽署知情同意書。

1.2 醫學檢查

1)鼻功能檢查:鼻阻力儀(NR6，英國GM公司)、鼻聲反射儀(A1，英國 GM公司)。測試房間室溫20℃ ～25℃，相對濕度50% ～60%，受試者靜坐20 min后端坐位進行檢查。鼻噴減充血劑后再做1次鼻阻力、鼻聲反射檢查，每次2項檢查在5 min內完成。

2)鼻竇CT掃描:鼻功能檢查后30 min內行CT(Brilliance 64，荷蘭飛利浦公司)檢查。掃描上呼吸道，層厚0.67 mm，軟組織窗，向上包括額竇、向下包括甲狀軟骨，斷層圖像數據的保存格式為數字影像和通信標準(digital imaging and communications in medicine，Dicom)。

1.3 鼻腔空氣動力學分析

將CT斷層圖像讀入Mimics10.0(比利時Materialise集團)軟件，建立三維模型，以Stl(Stereo Lithography)文件格式導出(圖1)。

圖1 Mimics軟件界面Fig.1 Mimics software interface

采用Icem-cfd(Ansys12.1，美國Ansys公司)軟件劃分流場網格。讀入Stl模型文件，在面部前方設置外流場，與呼吸面罩近似。整個上呼吸道流場劃分非結構性網格，八叉樹(Octree/Robust)方法，呼吸道網格最大邊長1 mm，平滑網格至98%網格質量大于0.6 (圖2)。

圖2 Icem-cfd軟件界面Fig.2 Icem-cfd software interface

網格文件讀入Fluent(Ansys12.1，美國Ansys公司)軟件。視氣流為連續介質。外流場設為入口，取值標準大氣壓;呼吸道末端為出口，瞬態條件，代入氣流速率曲線方程(圖3);鼻腔壁無滑移邊界條件。采用剪切壓力傳輸(shear stress transport，SST)K-ω 模型［4］計算呼吸氣流的三維流動，收斂殘差0.001。

連續方程

動量方程

湍流能量方程

能量方程

標準K-ε方程轉換為

SST 由此可得，φ1 為 K-ω，φ2 為 K-ε

圖3 呼吸模式圖Fig.3 Patterning breathing，hypotheses for asymmetric sine curve

運算結果進入Cfd-post(Ansys12.1，美國Ansys公司)軟件行三維可視化處理，得到1個完整呼吸過程中，氣流在整個上呼吸道中的流動物理參數(氣壓、速率、壁面剪切力)，及在整體和局部的詳細分布圖像。1個呼吸周期中，近似平均取9個時間點，順序說明呼吸過程中氣流的變化(圖3);每例呼吸道，從鼻孔前至鼻咽，依據解剖特征取9個截面，說明流經時的氣流狀態(圖4)。

1.4 統計學方法

應用醫學統計分析軟件SPSS 17.0(美國SPSS公司)對氣流運動參數進行統計。計量數據用均數±標準差(±s)表示，配對數據比較用配對t檢驗，數值模擬參數和儀器實際測量值比較采用t檢驗。以P＜0.05為差異具有統計學意義。

圖4 上呼吸道截面示意圖Fig.4 The schematic section of upper respiratory tract

2 結果

2.1 驗證有限元模型

利用鼻聲反射儀測量受試者的鼻腔最小截面積和其距前鼻孔的距離，0～5 cm、2～5 cm、0～7 cm的鼻腔容積［6］，同一受試者兩側鼻腔形態差異無統計學意義(P＞0.05)。同時測量有限元模型的鼻閾截面積(圖4，C截面)、C截面距前鼻孔的距離，距前鼻孔5 cm、2～5 cm之間、7 cm的模型體積。經比較兩者之間的差異無統計學意義(均P＞0.05)(表1)。

表1 受試者的鼻腔形態數據Tab.1 The data of volunteers’nasal cavity

2.2 驗證氣流計算結果

利用鼻阻力儀，測量男性、女性受試者在鼻壓差150 Pa、75 Pa時的鼻腔單側阻力值。同一受試者兩側鼻腔阻力之間的差異無統計學意義(P＞0.05)。鼻阻力取決于鼻腔的氣流量和氣流產生的壓力，鼻阻力=壓力差/流量。

在鼻前庭處(圖4，B截面)、后鼻孔處(圖4，H截面)取1個呼吸周期的壓力值，制成曲線，求出經鼻壓差，再與流量相比得到鼻阻力值。計算得到的鼻阻力值和實際測量得到的鼻阻力值相比較，2者間的差異無統計學意義(P＞0.05)(表2)。

2.3 氣流的運動情況

呼吸過程中，氣流主要流經總鼻道和中、下鼻道，以層流為主，平靜呼吸時未形成明顯渦流，在呼吸道邊緣，如鼻前庭頂、底、側部，嗅裂、鼻底、鼻腔后上部、鼻甲表面，咽鼓管圓枕前、后等多處散在有小的反向流動或渦流形成，部位、大小不定。

表2 受試者鼻腔阻力Tab.2 Volunteers’nasal resistance (Pa·cm-3·s-1)

將呼吸氣流在各截面處的壓強、速率依時間順序繪成曲線，詳見圖5。A～Ⅰ分別對應鼻孔前、鼻前庭、鼻閾至鼻咽中部9個截面(圖5)。A為氣流進入、呼出鼻孔的壓強速率變化。B至G為左右鼻腔內氣流的壓強速率變化。整個呼吸周期內，鼻前庭(B)的氣流壓力都為負壓。固有鼻腔(C～G)內的氣流壓強在吸入時相為負;呼出時相為正，且形成明顯的平臺期。呼吸道內的氣流隨著深入體內而逐漸平緩，速率變小。

呼吸周期內Ⅰ～Ⅸ時刻，氣流在呼吸道各截面處的壓強速率變化，詳見圖6。Ⅴ是吸呼轉換時相，之前是吸氣時相，之后是呼氣時相。吸氣時相(Ⅰ～Ⅳ)，氣流速率進入鼻腔后逐漸減小;壓力為負，接近體表而不斷變小。呼氣時相，固有鼻腔內的氣流壓力為正。

圖5 一個呼吸周期內，呼吸道A～I截面處的壓強、速率曲線Fig.5 One respiratory cycle，the pressure，velocity curve in the respiratory tract section A～Ⅰ

3 討論

鼻腔空氣動力學可以排除儀器檢查中的各種不確定干擾因素，捕捉現有檢查手段難以觀測到的現象;其價值突出表現在能描述呼吸道內任意部位的氣流運動。因此，驗證數值模擬的真實性、結果的可信性極其必要，否則鼻腔空氣動力學無異于美輪美奐的空中樓閣。

圖6 Ⅰ～Ⅸ時刻，氣流流經呼吸道A～I截面時的壓強、速率曲線Fig.6 Time pointⅠ ～Ⅸ，the pressure，velocity curve in the respiratory tract section A ～ Ⅰ

本研究以Dicom連續數據集為圖像基礎，采用人-機交互的方式將上呼吸道和面部從背景圖像中分割出來。圖像分割技術是三維重建的基石［7］，目前的技術只能逼近而無法完全反映真實的解剖結構，對特定的解剖結構，計算機自動分割也很難達到視覺思維的準確性。因此，全自動圖像分割很難實現，人-機合作十分必要，主要體現在自動分割算法的選擇和結果的修正上。圖像分割的準確性與操作者密切相關，結果具有不可重復性。本研究為保持一致性，盡量采用計算機自動分割。Mimics軟件生成的三維模型是用三角面片(Stl格式)來描述的，一例呼吸道三維模型的三角面片數量平均2×105左右，局部細節的修整可以通過刪改三角面片來完成，改動誤差在10-6m2。

在Icem-cfd軟件中對三維模型進行網格劃分，四面體網格最大邊長設為1 mm，能夠捕捉呼吸道大于1 mm的解剖特征。通過鼻聲反射儀的檢測數據，驗證模型的形態準確性。本研究得到的有限元模型在形態上能較真實地反映上呼吸道的解剖結構特征，與實際的結構輪廓有很好的相關性，應用此模型對呼吸氣流進行數值模擬，其結果能夠較好的符合實際。

鼻孔入口是一個曲面，很難進行準確的圖像分割，外鼻及周圍面部形態不僅影響呼吸氣流進入鼻孔的方式，還會影響氣流在呼吸道內的運動情況［8］。因此，本研究在鼻孔前加設外流場，形似呼吸面罩，直徑9 cm左右，邊界條件取一個大氣壓。如此設置，呼吸氣流呈自然狀態進入鼻孔;因受試者鼻周形態不同，而對氣流的不同影響也都會被保留。

本研究比較由鼻阻力儀實際測得的鼻阻力值和由數據模擬結果計算得來的鼻阻力值，來驗證數值模擬結果是否合理。男女受試者測定鼻阻力值時，佩戴面罩，呼吸力度較弱，潮氣量較小，得到的氣流平均流速也較小，由此計算出的氣流速率曲線方程偏于正常值范圍下游。據文獻［4］，實際測量的呼吸速率方程曲線近似矩形，呼氣時相長于吸氣時相。類似研究中，呼吸模式多設定為兩時相相等或不相等的三角形［9］、正弦曲線［10］。本研究將呼吸曲線設置為呼吸時相/吸氣時相=1.2/1，曲線下面積相等的半正弦曲線(圖3)，較為符合真實情況。

模型和數值模擬得到驗證后，就可系統分析呼吸氣流的運動情況。本研究選擇的是正常鼻腔，對稱的結構產生相似的氣流，兩側的壓力、速率曲線基本伴行。氣流進入鼻腔，至鼻閾處壓力陡然變大，占壓力變化值的55% ～63%;速率在鼻閾處也達到峰值;呼氣時，氣流壓力下降至鼻閾后略有抬升，在鼻孔前接近大氣壓;氣流速率平穩增高，在鼻閾處有一坡值，隨后下降出鼻腔。呼吸周期內，壓力、速率曲線明顯成雙峰狀，吸氣時相壓力、速率曲線的峰值和坡度大于呼氣時相，說明呼氣氣流變化小于吸氣時相，吸氣時氣流變化更劇烈。

本研究得到的呼吸道模型在形態上能真實的反映上呼吸道的解剖特征，應用此模型對上呼吸道流場進行數值模擬，結果較好的符合實際。

鼻腔空氣動力學是生物力學的一個分支，主要研究呼吸過程中，鼻腔在同氣體作相對運動情況下的受力特性，氣體流動規律和伴隨發生的物理化學變化;是在醫學和流體力學的基礎上，隨著計算流體動力學的發展而成長起來的一個學科。其指導思想貫穿著醫學唯物觀:“沒有功能的結構是沒有意義的，沒有結構的功能是不存在的”。鼻腔結構是鼻腔功能的物質基礎，鼻腔功能是鼻腔結構的外在表現。結構變異首先導致鼻腔氣流變化，功能隨之改變;反之，氣流變化會影響鼻腔功能的實現，同時也作用于鼻腔結構，并在時間維度上逐漸積累，最終導致結構的改變［11］。結構和功能兩者矛盾運動，由量變達到質變，最終產生病理癥狀。“結構-功能-癥狀”三者的辯證關系體現了鼻腔疾病從發生到發展、量變到質變、微觀到宏觀的因果關系。呼吸氣流是切入點，充分研究氣流的運動規律，就可掌握鼻腔“結構-功能-癥狀”的辯證關系。

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